JP7336768B2

JP7336768B2 - 超音波医用システム

Info

Publication number: JP7336768B2
Application number: JP2019192437A
Authority: JP
Inventors: 敏雄千葉; 紘正山下; 剛望月; 英之長谷川
Original assignee: University of Toyama NUC; Medical Innovation Consortium ISH
Current assignee: University of Toyama NUC; Medical Innovation Consortium ISH
Priority date: 2019-10-23
Filing date: 2019-10-23
Publication date: 2023-09-01
Anticipated expiration: 2039-10-23
Also published as: JP2021065395A

Description

特許法第３０条第２項適用平成３０年１０月２９日～３１日に、第３９回超音波エレクトロニクスの基礎と応用に関するシンポジウムで、本発明の一部である超音波断層像生成方法、超音波断層像生成装置について部分的に発表した。令和１年６月１１日に、ＪａｐａｎｅｓｅＪｏｕｒｎａｌｏｆＡｐｐｌｉｅｄＰｈｙｓｉｃｓ５８，ＳＧＧＥ０６（２０１９）で、本発明の一部である超音波断層像生成方法、超音波断層像生成装置について部分的に発表した。

本発明は、超音波断層像を生成し表示する技術に関する。

超音波診断は、被検者の体内の断層像を非侵襲的に測定する手法であり，広く医療現場に普及している。超音波診断により得られる超音波断層像の空間分解能およびコントラストは，診断精度に直結する重要な要素である。このため、超音波断層像の空間分解能およびコントラストを向上させる技術が種々提案されており、その一例としては非特許文献１に開示の技術が挙げられる。非特許文献１に開示の技術では、複数の超音波振動子からなる配列型超音波振動子により受信された各エコー信号間の相関性（coherence）に基づき，超音波断層像の方位分解能およびコントラストを向上させている。

超音波受信信号間の相関性に基づく超音波イメージング手法 P.-C. Li and M.-L. Li, "Adaptive imaging using the generalized coherence factor," IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. Freq. Control, vol. 50, no. 2, pp. 128-141, 2003. H. Hasegawa and H. Kanai, "Effect of element directivity on adaptive beamforming applied to high-frame-rate ultrasound," IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. Freq. Control, vol. 62, no. 3, pp. 511-523, 2015.

前述したように、超音波断層像の空間分解能およびコントラストは，診断精度に直結するため、高ければ高い程好ましい。さらに、空間分解能およびコントラストの向上をより顕在化させることが嘱望されている。

本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであり、超音波断層像の空間分解能およびコントラストを向上させ、８Ｋモニタの採用により、その向上による効果をより顕在化させることを目的とする。

上記課題を解決するために、本発明の第１の態様に係る超音波医用システムでは、表示装置としての８Ｋモニタと、超音波断層像生成装置と、を備え、前記超音波断層像生成装置は、送信方式として、送信時に各振動子への励振パルスの位相を制御し、集束型の送信ビームを形成する集束型送信、又は送信波の位相を制御せずに同時に又は送信ビームが拡散するように位相制御する非集束型送信のいずれかを採用し、受信方式として、Ｍ（２以上の自然数）個の超音波振動子からの超音波のエコーを受信してエコー信号を出力する超音波プローブから出力されるＭチャネルのエコー信号の位相を制御する適合型ビームフォーミングを採用した。

本発明の第２の態様に係る超音波医用システムは、表示装置としての８Ｋモニタと、超音波断層像生成装置と、を備え、前記超音波断層像生成装置は、Ｍ（２以上の自然数）個の超音波振動子から発せられた超音波のエコーを受信してエコー信号を出力する超音波プローブから出力されるＭチャネルのエコー信号における雑音を推定し、受信焦点からのエコーを強調する重み係数を前記Ｍチャネルのエコー信号における信号対雑音比に応じて算出する推定手段と、超音波断層像を表すビームフォーマを、前記推定手段にて算出された重み係数を用いて前記Ｍチャネルのエコー信号から生成する生成手段と、を含む。

ここで、前記推定手段は、前記Ｍチャネルのエコー信号に遅延和ビームフォーミングにおける遅延を付与して得られるｍ番目のエコー信号ｓ_ｍまでを累算して得られる累積要素信号ｕ_ｍと、エコー信号ｓ_ｍに含まれる直流成分ｙと付加的ノイズに起因するバイアスｎとを用いてモデル化したモデル化要素信号Ｕ_ｍ＝ｍ×ｙ＋ｎと、の平均二乗差αが最小になるようにｙおよびｎの値を設定し、設定したｙおよびｎを用いて前記平均二乗差αの最小値を算出し、当該最小値と前記設定したｙとから前記重み係数を算出し、前記生成手段は、前記設定したｙに前記重み係数を乗算して、超音波断層像を表すビームフォーマを生成するようにしてよい。

さらに、前記推定手段は、前記Ｍチャネルのエコー信号に遅延和ビームフォーミングにおける遅延を付与して得られるｍ番目のエコー信号ｓ_ｍまでに含まれる雑音の積分値ｎ_ｍの二乗平均と、遅延補償後のエコー信号ｓ_ｍの平均Ｙ_DASの二乗平均とから前記重み係数を算出し、前記生成手段は、前記平均Ｙ_DASに前記重み係数を乗算して、超音波断層像を表すビームフォーマを生成するようにしてよい。

本発明によれば、超音波断層像の空間分解能およびコントラストを向上させ、８Ｋモニタの採用により、その向上による効果をより顕在化させる技術を提供することができる。

本発明の一実施形態による超音波断層像生成装置を含む超音波医用システムの構成例を示すブロック図である。各方式に対する３つの分解能に係る当該８Ｋモニタの有用性を示す図である。図３（ａ）には集束型ビームフォーミング、図３（ｂ）には非集束型ビームフォーミングについて、超音波ビームの様子を示す図である。受信信号から超音波ビームラインを形成し、その情報を従来モニタ（１Ｋ相当）と８Ｋモニタに表示したときの様子を示す図である。従来モニタでの表示能力について説明する図である。８Ｋモニタでの利点を説明する図である。理想的な画像（画素が無限小で表現される画像）の枠を示す図である。フレーム補間の説明図である。各時の画像の移動の見え方について、従来の１Ｋモニタと８Ｋモニタの比較を示す図である。フレーム内のある画素の輝度が時間とともに変化する様子を示す図である。画素の大きさによる動きの滑らかさに加えて輝度の量子化の細かさを含めて滑らかな変化となる様子を示す図である。超音波断層像生成装置の信号処理部が実行する信号処理の流れを示すフローチャートである。超音波断層像の空間分解能を評価するための点ターゲットをイメージングした図である。超音波断層像のコントラストを評価するためのファントムを画像化した図である。

以下、図面を参照しつつ本発明の実施形態を説明する。
（Ａ．実施形態）
図１は、本発明の一実施形態によれる超音波断層像生成装置２０を含む超音波医用システム１の構成例を示す図である。超音波医用システム１は、医療現場において被検者の体内の超音波断層像を非侵襲的に撮像するためのシステムである。図１に示すように、超音波医用システム１は、超音波断層像生成装置２０の他に、信号線を介して各々超音波断層像生成装置２０に接続された超音波プローブ１０、操作装置３０および表示装置４０、を有する。

超音波プローブ１０は、複数の超音波振動子よりなる配列型超音波振動子を有する。本実施形態の超音波医用システム１では、超音波プローブ１０として、Ｍ（２以上の自然数）個の超音波振動子を０．１ｍｍ間隔で配列したリニアアレイプローブ（ＰＵ－０５５８：上田日本無線株式会社）が用いられている。複数の超音波素子の各々は、超音波断層像生成装置２０による制御の下、被検者の検査部位に向けて超音波を放射するとともに、当該超音波のエコーを受信してエコー信号を出力する。

超音波断層像生成装置２０は、超音波プローブ１０に超音波を送信させるとともに、超音波プローブ１０からの出力信号に信号処理を施して画像データを生成する。操作装置３０は、例えばマウスなどのポインティングデバイスやキーボードを含む。操作装置３０は、超音波医用システム１の利用者（例えば、超音波診断のための各種操作を行う検査技師）に超音波断層像生成装置２０に対する各種入力操作を行わせるための装置である。表示装置４０は、例えば液晶ディスプレイである。表示装置４０は、超音波断層像生成装置２０の出力する画像データに応じて画像を表示する。

超音波断層像生成装置２０は、図１に示すように、制御部２００と、送信部２１０と、受信部２２０と、信号処理部２３０と、を有する。図１では詳細な図示を省略したが、超音波断層像生成装置２０は、ＯＳ（Operating System）などの各種ソフトウェアを記憶した記憶部（例えば、ハードディスク）も有する。

制御部２００は例えばＣＰＵ（Central Processing Unit）である。制御部２００は、上記記憶部に記憶されているソフトウェアを実行することにより、超音波断層像生成装置２０の制御中枢として機能し、各部の作動制御を行う。より詳細に説明すると、制御部２００は、従来と同様のライン毎の取得シーケンスによって超音波断層像が生成されるように、各部の作動制御を行う。

送信部２１０および受信部２２０には、信号線を介して超音波プローブ１０が接続されている。送信部２１０は、制御部２００から与えられる送信データにＤ／Ａ変換を施して送信信号を生成し、超音波プローブ１０が備えるＭ個の超音波振動子の各々に与える。これにより、超音波プローブ１０が備えるＭ個の超音波振動子の各々は超音波を放射する。受信部２２０は、超音波プローブ１０の複数の超音波振動子の各々から出力されるエコー信号にＡ／Ｄ変換を施し、さらに遅延を付与して遅延補償し、信号処理部２３０に与える。なお、本実施形態において、受信部２２０がエコー信号に付与する遅延は、従来の超音波断層像生成手法である遅延和ビームフォーミング（以下、ＤＡＳビームフォーミング）に準拠した遅延である。

超音波プローブ１０のｍ（ｍ＝０、１、２・・・Ｍ－１）番目の超音波振動子から出力され、受信部２２０により遅延を付与されたエコー信号をｓ_ｍとすると、超音波プローブ１０の受信開口に含まれるＭ個の超音波振動子により得られるエコー信号は以下の数１に示すベクトルＳで表される。遅延補償の後、ベクトルＳに含まれる受信焦点からのエコーは受信開口を横切る直流（ＤＣ）成分となる。したがって、従来のＤＡＳビームフォーミングでは、受信焦点ｙからのエコーに相当するビームフォーマ（すなわち、超音波断層像を表すビームフォーマ）Ｙ_DASは、遅延補償後のエコー信号ｓ_ｍの平均として以下の数２のように求められていた。

これに対して、信号処理部２３０は、遅延補償後のエコー信号ｓ_ｍに対して、本実施形態の特徴を顕著に示す信号処理（信号対雑音比に基づくビームフォーミング処理）を施して超音波断層像を表すビームフォーマを生成して表示装置４０に与える。信号処理部２３０は、例えばＤＳＰ（Digital Signal Processor）であり、図１では詳細な図示を省略したが、信号処理部２３０には、信号対雑音比に基づくビームフォーミング処理を当該信号処理部２３０に実行させる信号処理プログラムが予めインストールされている。信号処理部２３０は、受信部２２０により遅延を付与された信号に対して、上記信号処理プログラムにしたがって、信号対雑音比ビームフォーミングまたは線形回帰ビームフォーミングを実行する。信号処理部２３０により実行されるビームフォーミング処理としては、従来技術に係る整相加算受信ビームフォーミングに加えて、本実施形態特有の適応型受信ビームフォーミング、即ち、信号対雑音比ビームフォーミングと線形回帰ビームフォーミングの２種類がある。これら信号対雑音比ビームフォーミングおよび線形回帰ビームフォーミングは、広義にはどちらも信号対雑音比に基づくものであるが、２つの手法を区別するために異なる名称とした。

また、本実施形態に係る超音波断層像生成装置２０では、送信方式については、例えば、集束型送信と非集束型送信のいずれにも対応可能である。集束型送信とは、送信時に各振動子への励振パルスの位相を制御し、集束型の送信ビームを形成する方法をいう。また、整相加算受信ビームフォーミングとは、各振動子から受信したエコー信号の位相を制御して受信ビームを形成する方法をいう。一方、非集束型送信とは、送信波の位相を制御せずに同時にまたは、送信ビームが拡散するように位相制御する送信方式をいう。適合型ビームファーミングとは、受信信号が各時刻で代々エネルギーとなるように各振動子からのエコー信号の位相を制御する詳細は後述する方法である。

本実施形態では、表示装置４０として、８Ｋモニタを採用するが、各方式に対する３つの分解能に係る当該８Ｋモニタの有用性は、図２にまとめられている。

図２の中の数値は、装置の設定条件に応じて変化する範囲を示す。また分解能の仮定として、集束型送信時の分解能は非集束型のそれと比較して２倍高いとする。また、適応型受信ビームフォーミングでは、整相加算受信ビームフォーミングのそれと比較して２倍良くなると仮定する。一般に、分解能の具体的な数値は、超音波周波数、超音波ビームの走査方法などのパラメータにより変化するが、１）集束型＋整相加算受信ビームフォーミングの方式では、空間分解が０．１～３ｍｍと仮定し、コントラスト分解能は１２８送受信チャンネルを仮定して４８ｄＢとする。一方、２）非集束型送信＋整相加算受信ビームフォーミングの方式では、受信時のみでのビームフォーミングであるので、空間分解能は１）と比較して２倍悪くなるので０．２～６ｍｍと仮定した。さらに、１）２）の整相加算受信ビームフォーマと３）４）の適応型受信ビームフォーマとの比較では、空間分解能が適応型処理をすることで２倍改善されると仮定し、即ち、１）の０．１～３ｍｍが３）では０．０５～１．５ｍｍとなる。これらのエコーの分解能を現行の表示系と８Ｋモニタとを比較し、エコー分解能を十分に表示できているかそれとも不十分であるかを図２は示している。

図３（ａ）には集束型ビームフォーミング、図３（ｂ）には非集束型ビームフォーミングについて、超音波ビームの様子が示されている。

前者では、音波の波面が焦点で集束するように超音波パルスの位相が制御されて送信されている。後者では、超音波パルスが同時刻で送信されているために、超音波の波面は平面波となっている。もしくは、送信パルスの位相を制御して、集束とは反対に超音波の波面が円弧状に拡散する場合も含む。受信時には両者ともプローブ内の各アレイ振動子で同時に受信し、受信信号をメモリに記録する。それら記録された受信信号から受信ビームを形成することは共通である。

図４には受信信号から超音波ビームラインを形成し、その情報を従来モニタ（１Ｋ相当）と８Ｋモニタに表示したときの様子を示す。

従来モニタでのピクセルサイズは図２に示したように０．１～０．６ｍｍと仮定する。この範囲は超音波画像をモニタに表示する際の診断距離（診断装置ではＭＡＧ機能に当たる）により変化する。即ち、モニタの２００ピクセルに超音波診断距離２０ｍｍで表示すると１ピクセル当たり０．１ｍｍとなるが、診断距離１２ｃｍを表示する場合には１ピクセル当たり０．６ｍｍとなる。この場合に、８Ｋモニタではピクセルのサイズが１Ｋの８分の１となるので、０．０１２５～０．０７５ｍｍとなる。

図４（ａ）では従来モニタでの表示時の状態を、図４（ｂ）では８Ｋモニタでの表示時の状態を示している。従来モニタの１）、４）では超音波ビームの実寸と表示系のピクセルサイズが同じであり、また２）ではビーム幅よりピクセルサイズが小さいためにそれらのビームで検出された反射体からのエコー信号がモニタに表示された画像（ピクセルにより表示された黒点）はビーム幅と等しい。それに対して、３）の場合は超音波ビーム幅がピクセルサイズよりも小さいので、画像は実際のビーム幅よりも大きく表示される。一方、８Ｋモニタでの表示の場合には表示系のピクセルサイズすべての場合において実際の超音波ビーム幅よりも十分に小さいので、それらのビームから得られた反射体の画像は実際のビームと等しくなる。

次に、図５を参照して、従来モニタでの表示能力について説明を行う。

生体から得られるエコー強度のダイナミックレンジは７０ｄＢ近くあることが知られている。つまり、一番小さなエコーから最大のエコーの比が７０ｄＢ近くなる。一方、従来モニタ明るさの表示能力は暗い輝度から最も明るい輝度までのダイナミックレンジが４８ｄＢである。このため、同時に７０ｄＢのエコー画像を表示することができない。仮に最大のエコー画像をモニタの最大輝度で表示したとすると、図５（ａ）の上段に示すように強い輝度にエコーは表示できるが、小さなエコーは画面には表示されない。

逆に、図５（ａ）の下段に示すように最小のエコーをモニタの最小輝度で表示すると、４８ｄＢを超える強度のエコー画像はモニタの最大輝度で飽和した画像となってしまう。このような表示方法は、かなり以前にはリニア表示として実用化されていた時代もあったものの、診断としは同時に最大エコーと最小エコーを観察する必要があり、この表示では不十分であった。

そこで、採用された方法がモニタの表示ダイナミックレンジに合うように、エコー信号を一度対数圧縮してモニタのダイナミックレンジ内に収める方法であり、この方法は対数圧縮表示、またはログ圧縮表示と呼ばれている（図５（ｂ）参照）。

この方法では、同時にすべてのエコー輝度情報を表示できる利点があるが、高輝度のエコー同士のわずかな違いを表現できない問題点があった。

以下、図６を参照して、その問題点と８Ｋモニタでの利点を説明する。

図６（ａ）はリニア表示の場合であり、図５（ａ）、図５（Ｂ）に対応する。この場合ではエコー輝度の低いときのモニタ表示の輝度差ΔＡと高輝度での輝度差ΔＢとは等しくなる。ただし、欠点として上記のようにダイナミックレンジが狭くエコー情報をカバーできない、それに対して、図６（ｂ）のログ表示の場合には、ダイナミックレンジはカバーできるものの、それらは等しくならずΔＡ＞ΔＢとなる。ところが、８Ｋモニタの場合には、ダイナミックレンジが広くリニア表示でカバーできるので、エコー情報を漏れなく表示でき、かつ、エコー輝度の量子化は均等となる。つまり、ΔＡ＝ΔＢとなる。

なお、以上の説明では、生体のエコー情報のダイナミックレンジが７０ｄＢであるとして説明したが、実際の装置で得られるエコー情報のダイナミックレンジは図２で分類したように、送信の方法や受信ビームフォーミングの方式により異なる。このために、それらの方式で生体情報７０ｄＢを十分に検出できない送受信のビームフォーミング、例えば図２の方式１）ではエコー情報は４８ｄＢであるので、これを従来モニタの４８ｄＢで表現でき、モニタ表現能力としては満足している。ただし、繰り返しとなるが、本来生体情報としては７０ｄＢありものが送受信ビームフォーミングの性能として４８ｄＢしか得ていないので、このような場合には従来モニタから８Ｋモニタに替えても効果がないことになる。方式２）の非集束型送信では、さらに検出能力が下がり、４２ｄＢとなるので、従来モニタで十分となる。

しかし、方式３），４）では、適応型ビームファーミングを用いることにより、検出できるエコー情報のダイナミックレンジが格段と増し、この方式にも様々な方式が検討されているが、ここでは、６４～７０ｄＢの情報が得られると仮定すると、従来のモニタでは表現できず不十分であり、８Ｋモニタではそれが可能となる。

また、超音波診断装置の大きな特徴の一つに時間分解能がある。

ＣＴやＭＲＩなどの医用画像診断装置でも近年、完像時間が格段に短くなってきているが、超音波診断装置はそれらと比較して飛躍的に速くなっている。より具体的には、図２の中の方式１）、３）の集束型送信方式では、画像のフレームレートが３０－８０ｆｐｓ程度であるが、非集束型送信方式の方式２）、４）ではそれが１００～５００ｆｐｓと圧倒的な速さである。このように、高速に得られる画像を従来のモニタでは６０ｆｐｓの速度でしか表示できなかった。

それに対して、８Ｋモニタでは１２０ｆｐｓで表示できることになる。これでも先ほどの１００～５００ｆｐｓの全てをカバーしていないと思われるが、人の視覚限界が１２０ｆｐｓと言われる現状では、８Ｋモニタで十分である。それ以上に早く得られた画像情報は実時間表示ではなく、画像分析等に役立てることが可能である。

さらに、複雑な点は単に空間分解と時間分解能が独自にその特徴を発揮するのではなく、人の目の特性では、その両方を同時に感じ取る性質があるために、両者が同時に増すことによる相乗効果がある。

図７には理想的な画像（画素が無限小で表現される画像）の枠が示されている。枠の中は黒い画像として表示されるとする。この理想の画像が表示系のフレーム間の時間（Ｆ０からＦ１、またはＦ１からＦ２までの時間）に従来モニタのピクセルの半分程度右に平行移動した状況を想定している。また、フレーム間の時間は８Ｋの１２０ｆｐｓを想定している。この場合従来モニタでは６０ｆｐｓであるので、Ｆ１から次に表示されるフレームはＦ２となり、Ｆ１は表示されないが、ここではもし、単純に従来モニタの空間分解能は変わらず、時間分解能のみ２倍にできたとした場合を例として挙げている。

従って、この例では、従来モニタでもＦ１時相で表示ができているわけであるが、理想の画像の位置が従来モニタのピクセル内での移動であるので結果的には、Ｆ０の画像と同じ表示画面となる。Ｆ２の時相になって初めて表示画像に変化が起こる。それに対して８Ｋ画像ではピクセルが小さいために、Ｆ１の時相でもＦ０のときとは異なる画像が表示されることになり、画像の変化を観測することが可能である。これは静止画でつまりＦ０の時相の画像では、空間分解能が８Ｋモニタで上がったとしても、従来モニタと違いが感じ取れないが、画像が時間変化する場合には空間分解能が関係してくることになり、即ち時空間で分解能を考える必要があり、その点でも８Ｋニターに有用性があると言える。

ここで、超音波取得フレームレートとモニタによる画像表示フレームレートの関係をもう少し詳しく説明する。

先に図２で説明したように、超音波の送信＋受信の組み合わせで、集束型送信を行う方式（図２の１と３）では、超音波取得フレームレート（時間分解能）が３０－８０ｆｐｓである。それを表示するモニタの表示フレームレートが従来のモニタでは、６０ｆｐｓであり、超音波フレームレートが３０－６０ｆｐｓまでは表示が追いついているが、それ以上の超音波画像を実時間で表示することができない状態であった。そこで、そのような場合には、画像情報を超音波診断装置内のメモリに一旦記録しておき、あとで記録画像を再生する、いわゆるスロモーション画像表示を行っていた。しかし、８Ｋモニタでは画像表示フレームレートが１２０ｆｐｓであることから、集束型送信方式での画像情報をすべて実時間表示することが可能となった。ところが、非集束型送信方式（図２の２、４）では超音波取得フレームレートが１００－５００ｆｐｓにもなり、もはや８Ｋモニタといえども実時間表示は不可能である。仮に、それを実現できたとしても、人間の目の能力外であり、人間の目が追い付いていかない。そこで、取得した画像情報はスロモーションにより我々の感知できる８Ｋモニタの１２０ｆｐｓまで落として表示することとなるが、この場合にも繰り返しになるが、従来モニタの６０ｆｐｓよりも時間分解能の良い１２０ｆｐｓのスピードで再生が可能であり、よりスムーズなスロモーション画像再生となる。

次に、画像補間機能について、従来モニタと８Ｋモニタとの性能の違いについて説明する。一般に、集束型送信方式では、先に図２に示したように超音波ビームが非集束送信と比較してビーム幅が狭くかつ送信強度が高いなどの利点がある（空間分解能の例で、図２の１と２、または３と４との比較）ものの、前述したように、超音波画像フレームレートがモニタ表示速度よりも遅い問題がある。この場合に、表示系では同じ超音波取得画像を何フレームも表示することとなり、効率が悪い。そこで、画像補間機能を使用することがある。

図８には、その補間機能の説明図が示されている。超音波取得フレームＦ１とＦ２が取得できたと仮定する。そこで、この２枚の画像からその間の画像ＩＦ１，ＩＦ２，ＩＦ３を生成する。この生成方法には、色々な方法が考えられるが、ここでは一例として線形補間方法を示す。この様に補間機能により生成した画像を８Ｋモニタの高フレームレートで表示することにより、超音波取得フレームレートと同じ時間で、表示系では補間画像も含めて実時間で表示が可能となり、時間方向でも滑らかな画像表示を実現できる。

以上は時間分解に関する効果を説明したが、８Ｋではそれに空間分解の効果がさらに影響することを次に説明する。

図９において、ある点座標（Ｖ１，Ｈ１）から（Ｖ２，Ｈ２）まで移動したと仮定し、超音波取得フレームがＦ１とＦ２であったと仮定する。さらに、その間の画像ＩＦ１、ＩＦ２、ＩＦ３を、補間生成したと仮定する。これらの画像を、仮に従来の１Ｋモニタが高速に実時間で表示できたとしても、図９中段の１Ｋで示すように、補間された点の位置が１Ｋモニタでは同一の画素内に入るために、Ｆ１とＩＦ１では同じ画像となり、かつ同様に、ＩＦ２，ＩＦ３とＦ２は同じ画像となるために、せっかく補間機能を使用し高速表示しても、結果として人間の目には、この機能を使用しない場合と同じフレームレートとしか感知されないこととなる。それに対して、同図に８Ｋで示された画像表示では、補間された画像は８Ｋモニタの画素が細かいために、Ｆ１からＦ２まで補間画像を含めてすべて異なった画像として表示されるために、時間分解能と空間分解能の両方を同時に感知することが可能となる。

さらに、この補間機能の表示では、上述に加えてコントラスト分解能も関係してくることを次に説明する。

図１０に示すように、ある画素の輝度が、理想的に連続で増加している場合でも、表示モニタでは、決められた階調のどれかに対応して表示することになる。この階調数が多い程、理想の変化に近づく。その点で、従来の１Ｋモニタでは輝度値を２５６階調で表現するのに対して、８Ｋモニタでは１６倍の４０９６階調である。この階調差は、次の結果をもたらす。すなわち、図８と同様に超音波取得フレームＦ１のある画素値が単調に増加してＦ２の画素値に変化したと仮定し、その間の画像ＩＦ１，ＩＦ２，ＩＦ３での値を補間機能により生成する場合を考える。この場合に、従来のモニタでは、せっかく補間機能により、異なる輝度値が生成されたとしても、その変化が１階調内である場合には、補間されなかった時と同じ表示になってしまう。しかし、１６倍の輝度分解能をもつ８Ｋモニタでは、画素の輝度変化が補間した画像を含めてすべての画像で異なり、１２０ｆｐｓの速さで我々には感知できるため、あたかも連続に画像が変化しているかのように見える。

図１１では、補間機能により生成された画像の表示に関して、図９の空間分解能の違いによる表示の違いに加えて、図１０の輝度情報の表示の違いを合わせた状態を図示している。このように、図１０のところで８Ｋモニタでは、時間分解能と空間分解能の両方が関係することを述べたが、さらに輝度の変化、すなわちコントラスト分解能も同時に影響するため、１Ｋと８Ｋモニタでの補間機能の違いは、人間の目には、時間分解能と空間分解能とコントラスト分解能の３つの要素が個々に独立して感知されるのではなく、同時に感知されることとなり、大きな違いとして認識されることになる。

以下では、本実施形態の特徴を顕著に示す信号対雑音比ビームフォーミングおよび線形回帰ビームフォーミングについて詳細に説明する。

図１２は、信号対雑音比ビームフォーミングおよび線形回帰ビームフォーミングの流れを示すフローチャートである。図２に示すように、両手法には、推定ステップＳＡ１００と、推定ステップＳＡ１００に後続する生成ステップＳＡ１１０の２つのステップが含まれる。つまり、信号処理プログラムにしたがって作動している信号処理部２３０は、図１に示すように、推定ステップＳＡ１００を実行する推定手段２３０ａ、および生成ステップＳＡ１１０を実行する生成手段２３０ｂとして機能する。

信号対雑音比ビームフォーミングにおける推定ステップＳＡ１００では、信号処理部２３０は、受信部２２０から出力されるＭチャネルのエコー信号における信号対雑音比を推定し、受信焦点からのエコーを強調する重み係数（信号対雑音比に応じた重み係数）を算出する。上述したように、受信焦点からのエコーyは、遅延補償後のエコー信号ｓ_mの直流成分となる。信号対雑音比ビームフォーミングにおける推定ステップＳＡ１００では、信号処理部２３０は、信号成分と雑音成分を遅延補償後のエコー信号ｓ_mの平均値と分散で推定し、受信焦点からのエコーを強調する重み係数Ｗ_ＳＮＲを以下の数３にしたがって算出する。そして、信号対雑音比ビームフォーミングにおける生成ステップＳＡ１１０では、信号処理部２３０は、信号対雑音比ビームフォーミングの出力（すなわち、超音波断層像を表すビームフォーマ）Ｙ_SNRを以下の数４にしたがって算出して表示装置４０に与える。

遅延補償後のエコー信号ｓ_mの信号対雑音比が非常に高い場合は、数３の分母が非常に小さくなり、その結果Ｗ_ＳＮＲが極端に大きくなってビームフォーマ出力が不安定となる。それを避けるため、安定化パラメータβ(実数)を数５のように導入してもよい。
βが０に近いほど数５の分母が小さくなることが回避され、ビームフォーマ出力は安定するが、空間分解能などの改善効果は低下する。安定化パラメータβの値については、ビームフォーマ出力の安定度と空間分解能等の改善効果との兼ね合いで適宜好適な値に定めるようにすればよい。以上が信号対雑音比ビームフォーミングの内容である。

次いで、線形回帰ビームフォーミングについて説明する。
線形回帰ビームフォーミングにおける推定ステップＳＡ１００では、信号処理部２３０は、信号対雑音比ビームフォーミングにおける処理とは異なる処理で、受信部２２０から出力されるＭチャネルのエコー信号における雑音を推定し、受信焦点からのエコーを強調する重み係数を算出する。より詳細に説明すると、信号処理部２３０は、まず、累積要素信号ｕ_ｍを以下の数６にしたがって算出する（ただし、ｕ_０＝０）。なお、数６の右辺におけるｓ_ｉはｉ番目の超音波振動子からの遅延補償後のエコー信号である。

上述したように、受信焦点からのエコーyは、遅延補償後のエコー信号ｓ_mの直流成分となる。したがって、累積要素信号u_ｍは、以下の数７のような線形関数モデル化される。なお、数７におけるｎは付加的ノイズに起因するバイアスである。以下では、数７にしたがってモデル化した信号をモデル化要素信号と呼ぶ。測定された累積要素信号u_ｍとモデル化要素信号Ｕ_ｍとの平均二乗差αは以下の数８のように定義され、信号処理部２３０は、数８で定義される平均二乗差αが最小になるように、ｙおよびｎの値（以下、最小二乗推定値）を設定（すなわち、信号対雑音比を推定）する。なお、ｙおよびｎの最小二乗推定値は、数９に示すように、yとnに対するαの偏微分をゼロに設定することによって得られる。

次いで、信号処理部２３０は、まず、数９にしたがって算出した最小二乗推定値ＹおよびＮを、数８におけるｙおよびｎに代入して平均二乗差αの最小値α_ｍｉｎを算出する。そして、信号処理部２３０は、受信焦点からのエコーを強調する重み係数Ｗ_ＬＲを以下の数１０にしたがって算出し、線形回帰ビームフォーミングにおける推定ステップＳＡ１００を終了する。線形回帰ビームフォーミングにおける生成ステップＳＡ１１０では、線形回帰ビームフォーマの出力（すなわち、超音波断層像を表すビームフォーマ出力）Ｙ_ＬRを以下の数１１にしたがって算出して表示装置４０に与える。

信号対雑音比ビームフォーミングと同様に、遅延補償後のエコー信号ｓ_mの信号対雑音比が非常に高い場合は、数１０の分母が非常に小さくなり、その結果Ｗ_ＬＲが極端に大きくなってビームフォーマ出力が不安定となる。それを避けるため、安定化パラメータγ(実数)を数１２のように導入してもよい。
γの値を大きくするほど、ビームフォーマ出力は安定するが、空間分解能などの改善効果は低減する。安定化パラメータγの値についても、前述のβと同様に、ビームフォーマ出力の安定度と空間分解能等の改善効果との兼ね合いで適宜好適な値に定めるようにすればよい。以上が線形回帰ビームフォーミングの内容である。

上述した線形回帰ビームフォーミングの推定ステップＳＡ１００では、信号対雑音比の推定に最小二乗法が用いられているため、信号対雑音比ビームフォーミングに比べ計算負荷が高い。そこで、線形回帰ビームフォーミングの計算効率を向上させる（すなわち、計算負荷を低減させる）ため、以下のように変形してもよい。
計算効率を向上させた線形回帰ビームフォーミングの推定ステップＳＡ１００では、信号処理部２３０は、ｍ番目の素子による受信信号ｓ_mに含まれる雑音の積分値ｎ_mを数１３により算出する。
計算効率を向上させた線形回帰ビームフォーミングにおける重み係数Ｗ_ＬＲeは、数１３により得られる雑音成分の積分値ｎ_mを用いて、以下の数１４のように定義される。計算効率を向上させた線形回帰ビームフォーミングの推定ステップＳＡ１００では、信号処理部２３０は、数１４にしたがって重み係数Ｗ_ＬＲeを算出する。なお、数１４におけるγは数１２におけるものと同様に安定化パラメータである。
計算効率を向上させた線形回帰ビームフォーミングの生成ステップＳＡ１１０では、信号処理部２３０は、超音波断層像を表すビームフォーマ出力Ｙ_ＬReを以下の数１５にしたがって算出し、表示装置４０に与える。

また、信号対雑音比ビームフォーミング、線形回帰ビームフォーミング、計算効率を向上させた線形回帰ビームフォーミングの何れについても，非特許文献２に示された開口分割処理を組み合わせることで、計算量を低減させてもよい。

図１３は、超音波断層像の空間分解能を評価するための点ターゲットをイメージングした結果である。より詳細には、図１３（ａ）はＤＡＳビームフォーミングにより得られた画像，図１３（ｂ）は受信信号間の相関性に基づく手法により得られた画像、図１３（ｃ）と（ｄ）はそれぞれ、本実施形態の信号対雑音比ビームフォーミングおよび線形回帰ビームフォーミングにより得られた画像である。図１３（ａ）～（ｄ）の各図において、画像の輝度（白色の強さ）は超音波散乱波の強度を示す。図１３（ａ）～（ｄ）に示す各画像を比較すれば明らかなように、本実施形態の信号対雑音比ビームフォーミングおよび線形回帰ビームフォーミングにより得られた画像（図１３（ｃ）、（ｄ））では、白の輝点のサイズが図１３（ａ）および図１３（ｂ）に比較して小さくなっている。このことから，本実施形態の信号対雑音比ビームフォーミングおよび線形回帰ビームフォーミングによれば、ＤＡＳビームフォーミングおよび受信信号管の相関性に基づく手法に比較して、高い空間分解能が得られることが判る。

図１４は、超音波断層像のコントラストを評価するためのファントム（虚像）を画像化したものである。より詳細に説明すると、図１４（ａ）は、従来のＤＡＳビームフォーミングにより得られた画像、図１４（ｂ）は、受信信号間の相関性により得られた画像、図１４（ｃ）と図１４（ｄ）はそれぞれ、本実施形態の信号対雑音比ビームフォーミングおよび線形回帰ビームフォーミングにより得られた画像である。なお、図１４（ａ）～図１４（ｄ）の各図においては、中央部の暗い部分は超音波散乱波が発生しない媒質（具体的には、嚢胞模擬部）であり，黒一色で描出されることが望ましい。図１４（ａ）および図１４（ｂ）の各画像では，嚢胞模擬部においても白い輝点が発生しており，これらの白い輝点は虚像である。図１４（ｃ）では虚像が低減されていることがわかる。さらに、図１４（ｄ）に示す画像では嚢胞模擬部において虚像が描出されていない。つまり、本実施形態の信号対雑音比ビームフォーミングおよび線形回帰ビームフォーミングによれば、従来のＤＡＳビームフォーミングおよび受信信号管の相関性に基づく手法に比較して、嚢胞模擬部における虚像の描出を抑制することができ、コントラストが向上していることが判る。

図１４において、虚像の抑圧効果が信号対雑音比ビームフォーミングに比べ線形回帰ビームフォーミングの方が高かった理由は、数６の処理による効果、すなわち、遅延補償後のエコー信号ｓ_ｍの積分効果である。積分は低域通過フィルタに対応する。積分操作以外のフィルタを適用することで、線形回帰ビームフォーマの出力をさらに向上させることも可能である。なお、数１３の積分処理についても同様に他のフィルタ処理に適宜変更してもよい。

以上説明したように、本発明によれば、超音波断層像の空間分解能およびコントラストを、従来のＤＡＳビームフォーミングは勿論、超音波受信信号間の相関性に基づく手法と比較しても、さらに向上させることが可能になる。

（Ｂ．変形）
以上、本発明の一実施形態について説明したが、この実施形態に以下の変形を加えても勿論よい。
（１）上記実施形態では、超音波医用システムへの本発明の適用例を説明したが、物体の非破壊検査など、医療用以外の超音波断層像の生成への適用も可能である。医療用以外の技術分野においても、超音波断層像の空間分解能およびコントラストは，高ければ高い程好ましいからである。

（２）線形回帰ビームフォーミングの推定ステップＳＡ１００では、Ｍチャネルのエコー信号の信号対雑音比を最小二乗法により推定したが、尤度を用いる手法など他の手法により信号対雑音比を推定してもよい。要は、Ｍ（２以上の自然数）個の超音波振動子から発せられた超音波のエコーを受信してエコー信号を出力する超音波プローブから出力されるＭチャネルのエコー信号における雑音を推定し、受信焦点からのエコーを強調する重み係数を前記Ｍチャネルのエコー信号における信号対雑音比に応じて算出する推定ステップと、超音波断層像を表すビームフォーマを、前記推定ステップにて算出された重み係数を用いて前記Ｍチャネルのエコー信号から生成する生成ステップと、を含むことを特徴とする超音波断層像生成方法であればよい。

（３）上記実施形態では、超音波断層像生成装置２０の信号処理部２３０が推定手段２３０ａおよび生成手段２３０ｂとして機能したが、制御部２００を推定手段２３０ａおよび生成手段２３０ｂとして機能させてもよい。具体的には、受信部２２０の出力信号を制御部２００に与え、制御部２００に上記実施形態の信号処理プログラムを実行させるようにすればよい。

（４）上記実施形態では、本実施形態の特徴を顕著に示す超音波断層像生成方法を実現する信号処理プログラムが超音波断層像生成装置２０に予めインストールされていた。しかし、ＣＰＵなどのコンピュータを、Ｍ（２以上の自然数）個の超音波振動子を有し、各超音波振動子から発せられた超音波のエコーを受信してエコー信号を出力する超音波プローブから出力されるＭチャネルのエコー信号における雑音を推定し、受信焦点からのエコーを強調する重み係数を前記Ｍチャネルのエコー信号における信号対雑音比に応じて算出する推定手段と、超音波断層像を表すビームフォーマを、前記推定手段により算出された重み係数を用いて前記Ｍチャネルのエコー信号から生成する生成手段と、して機能させるプログラムを単体で製造し、販売等の配布をしてもよい。上記プログラムの配布態様の具体例としては、インターネットなどの電気通信回線経由のダウンロードにより配布する態様や、ＣＤ－ＲＯＭ（Compact Disk-Read Only Memory）やフラッシュＲＯＭ（Read Only Memory）などのコンピュータ読み取り可能な記録媒体に書き込んで配布する態様が挙げられる。このようにして配布される上記プログラムにしたがって、コンピュータを作動させることで、当該コンピュータに、本発明の超音波断層像生成方法を実行させることが可能になるからである。

（５）上記実施形態では、本実施形態の特徴を顕著に示す超音波断層像生成方法の各ステップを実行する推定手段２３０ａおよび生成手段２３０ｂがソフトウェアモジュールとして実現されていた。しかし、Ｍ（２以上の自然数）個の超音波振動子を有し、各超音波振動子から発せられた超音波のエコーを受信してエコー信号を出力する超音波プローブから出力されるＭチャネルのエコー信号における雑音を推定し、受信焦点からのエコーを強調する重み係数を前記Ｍチャネルのエコー信号における信号対雑音比に応じて算出する推定手段と、超音波断層像を表すビームフォーマを、前記推定手段により算出された重み係数を用いて前記Ｍチャネルのエコー信号から生成する生成手段の各々をＡＳＩＣなどの電子回路で構成し、これら電子回路を組み合わせて本発明の超音波断層像生成を構成してもよい。

１…超音波医用システム、１０…超音波プローブ、２０…超音波断層像生成装置、３０…操作装置、４０…表示装置、２００…制御部、２１０…送信部、２２０…受信部、２３０…信号処理部、２３０ａ…推定手段、２３０ｂ…生成手段。

Claims

表示装置としての８Ｋモニタと、
超音波断層像生成装置と、を備え、
前記超音波断層像生成装置は、
Ｍ（２以上の自然数）個の超音波振動子から発せられた超音波のエコーを受信してエコー信号を出力する超音波プローブから出力されるＭチャネルのエコー信号における雑音を推定し、受信焦点からのエコーを強調する重み係数を前記Ｍチャネルのエコー信号における信号対雑音比に応じて算出する推定手段と、
超音波断層像を表すビームフォーマを、前記推定手段にて算出された重み係数を用いて前記Ｍチャネルのエコー信号から生成する生成手段と、
を含むことを特徴とする超音波医用システム。
前記推定手段は、
前記Ｍチャネルのエコー信号に遅延和ビームフォーミングにおける遅延を付与して得られるｍ番目のエコー信号ｓｍまでを累算して得られる累積要素信号ｕｍと、エコー信号ｓｍに含まれる直流成分ｙと付加的ノイズに起因するバイアスｎとを用いてモデル化したモデル化要素信号Ｕｍ＝ｍ×ｙ＋ｎと、の平均二乗差αが最小になるようにｙおよびｎの値を設定し、設定したｙおよびｎを用いて前記平均二乗差αの最小値を算出し、当該最小値と前記設定したｙとから前記重み係数を算出し、
前記生成手段は、
前記設定したｙに前記重み係数を乗算して、超音波断層像を表すビームフォーマを生成する
ことを特徴とする請求項１に記載の超音波医用システム。
前記推定手段は、
前記Ｍチャネルのエコー信号に遅延和ビームフォーミングにおける遅延を付与して得られるｍ番目のエコー信号ｓｍまでに含まれる雑音の積分値ｎｍの二乗平均と、遅延補償後のエコー信号ｓｍの平均Ｙ _DAS の二乗平均とから前記重み係数を算出し、
前記生成手段は、
前記平均Ｙ _DASに前記重み係数を乗算して、超音波断層像を表すビームフォーマを生成する
ことを特徴とする請求項１に記載の超音波医用システム。